JP4785126B2

JP4785126B2 - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: JP4785126B2
Application number: JP2005348776A
Authority: JP
Inventors: 美奈小川; 順高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2005-12-02
Filing date: 2005-12-02
Publication date: 2011-10-05
Anticipated expiration: 2025-12-02
Also published as: JP2007151707A

Description

本発明は、連続的に回転するスキャナ回転部を備えたX線CT装置に係り、前記スキャナに搭載された電源機器の負担を軽減し、該電力供給部の保守点検を容易に向上することが可能なX線CT装置に関する。

X線CT装置は、X線管から扇状のX線ビームを被検体に照射し、該被検体を透過したX線を前記X線管と対向する位置に配置したX線検出器で検出し、この検出したデータを画像処理して前記被検体の断層像を得るものである。前記X線検出器は、円弧状に配列された数百にも及ぶ検出素子群で構成され、被検体を挟んでX線管に対向して配置されており、検出器素子の数に対応した数の放射状に分布するX線通路を形成し、X線管と検出器が一体となって被検体の周りを少なくとも180度以上回転させて一定の角度ごとに被検体の透過X線を検出する。このX線CT装置において、“短時間で広い範囲のスキャンが可能”、“体軸方向に連続したデータが得られ、これによって三次元画像の生成が可能になる”などの特徴により、ヘリカルスキャンやスパイラルスキャンと呼ばれるら旋スキャンが既に普及している。

このら旋スキャンを実現するためには、スキャナ回転盤を連続して回転させる必要があり、そのためにはスキャナ回転盤に搭載したX線管に連続して電力を供給するためにスリップリングとブラシから成る機械的電力供給機構が用いられている。

特許文献1では、スキャナ回転部に二次電池として、電気二重層キャパシタ又は誘電体として高分子材料を使った高分子キャパシタを搭載してX線管に電力を供給することを特徴としている。またスキャナ固定部に送電コイル、スキャナ回転部に複数の受電コイルを用い、非接触で電力を供給することでスリップリングとブラシによる機械的摺接による前記電力送電手段及び信号伝送手段の摩耗や腐食を回避している。
特開2001-258874号公報

特許文献1に開示されている方法は、充電されたスキャナ回転部に搭載されたキャパシタ要素(電気二重層コンデンサ及び高分子材料を使った高分子キャパシタ)がX線管の陽極側と陰極側に電力を供給するが、エネルギーが非常に大きいため、現存のキャパシタでは技術的に実現が困難である。例えば7秒のスキャン時間で60kW必要な装置では、116.7Whのエネルギー供給が必要となる。現在、市販されているキャパシタを使用すると大型のものを複数個、直列及び並列接続を組み合わせて構成する必要があり、またこれらのキャパシタを十分に充電できる送電コイル・受電コイルは大型化してしまうという点に配慮されていなかった。

本発明の目的は、電力供給部分の磨耗や腐食を防止し、電力供給部の保守点検を容易にするX線CT装置を提供することにある。

前記目的を達成するためのX線CT装置は、X線を放射するX線管とこのX線管から放射されたX線が被検体を透過した透過X線量分布を検出すると共にこの検出信号を増幅するX線検出部を有し前記X線管とX線検出部とを対向させて被検体の周りに回転させるスキャナ回転部と、高電圧を発生する高電圧発生部と、この高電圧発生部からの高電圧を前記スキャナ回転部に供給する電力供給手段と、前記スキャナ回転部の回転で起電圧を発生させる電磁誘導発電手段と、を備えたX線CT装置であって、前記電力供給手段と前記電磁誘導発電手段とからそれぞれ電力を供給されるコンデンサをさらに備え、前記コンデンサに前記電磁誘導発電手段から印加される電圧値は前記電力供給手段から印加される電圧値よりも大きいものである。

本発明によれば電力供給部分の磨耗や腐食を防止し、電力供給手段の保守点検を容易とすることで装置全体の信頼性を向上することができる。

図1を用いて、本発明に係るX線CT装置の第1の実施例の構造について説明する。

図1に示すように、X線CT装置は、被検体の診断部位にX線を放射しその透過X線量分布を検出して断層像を再構成して画像として表示するもので、図1に示すように電源１と、X線管560の陽極回転駆動装置510と、高電圧発生回路520と、X線管560のフィラメント加熱回路530と、X線検出部550と、画像処理部2とを有し、前記電源１からX線管560へ電力を供給する手段として機械的電力供給手段301a、301b、301cと、電磁誘導発電手段40と、更にX線検出部550から画像処理部2へ検出信号を送る手段としてスキャナ回転部に設けた前記X線検出部550からの出力振動を光に変換する発光素子302aとスキャナ固定部に設けた光を電気信号に変換する受光素子302bとによる信号伝送手段とを備えて成る。

電源1は、陽極回転駆動装置510と高電圧発生回路520とフィラメント加熱回路530に供給する直流電圧を発生するもので、図1においては商用の交流電源101と、この交流電源の電圧を所望の直流電圧に変換し平滑する2つのコンバータ回路102、103から成る。なお、この電源1の入力電源としての商用電源は、単相交流電源を例としてあげたが、これは三相交流電源でも良く、また、前記電源1は、直流電圧を発生するものであれば前記の構成に限らず、例えばバッテリであっても良い。コンバータ回路102は、スキャナ回転部5にある陽極回転駆動装置510と、高電圧発生回路520で必要な例えば700Vといった直流電圧を出力する。コンバータ回路103は、陽極回転駆動装置510と高電圧発生回路520とフィラメント加熱回路530を制御するそれぞれの制御回路へ電源として例えば15Vといた直流電圧を出力する。

機械的電力供給手段301a，301b，301cは、スキャナ固定部の電源1で生成した直流電圧をスキャナ回転部5にある平滑コンデンサ524で平滑し陽極回転駆動装置510と高電圧発生回路520とフィラメント加熱回路530へ伝送し、機械的摺接を利用したブラシやスリップリングなどから成る。なお、電源1で生成する電圧は、図1における場合直流電圧としているが、電源1や陽極回転駆動装置510と高電圧発生回路520とフィラメント加熱回路530の内部構成によっては、またはこれら回路の前段に交流を直流に変換するコンバータを有する場合には、交流電圧であっても良い。更に、交流電圧の伝送であればこの機械的電力供給手段301a，301bは、スキャナ固定部に1次巻線、スキャナ回転部に2次巻線を施した電磁誘導作用を利用した非接触方式でも良い。また、陽極回転駆動装置510と高電圧発生回路520への電圧供給において、図1では同一の電圧を供給するために、機械的電力供給手段301a，301bを共有しているが、電源１の内部構成によっては異なる電圧を供給するために、それぞれの機械的電力供給手段を持っていても良い。また、機械的電力供給手段301cで伝送する陽極回転駆動装置510と高電圧発生回路520とフィラメント加熱回路530を制御するそれぞれの制御回路への電源供給は、図1においては単一の電圧としているが、複数の機械的電力供給手段を設けて異なる電圧供給をしてもよい。または、スキャナ回転部に制御電源回路を設け、機械的電力供給手段301cから入力した電圧を、異なる直流電圧へ変換して生成してもよい。

電磁誘導発電手段40は、本特許の要部で後に詳細を説明するが、スキャナ固定部の周上に両極性を複数並べて配置した強磁性体401と、これら磁性体401に対向して配置されると共にスキャナ回転部の回転枠に配置したインダクタ402から成る。電磁誘導発電手段40はスキャナの回転で起電圧を発生させ、その交流電圧を変圧器541で所望の電圧に変換し、整流器542で整流する。整流された直流電圧は、機械的電力供給手段301a，301bで伝送される電圧より若干大きな電圧値となるようにし、整流器542から平滑コンデンサ524に電流が流れる。平滑コンデンサ524は電解コンデンサで構成し、電圧を平滑する。

X線管の陽極回転駆動回路510は、X線放射時におけるX線管560の陽極ターゲットの付加を軽減するために該X線管の陽極回転駆動機構の固定子コイル561に三相交流電圧を供給するための回路である。前記平滑コンデンサ524から供給された直流電圧をインバータ回路511で設定した周波数の三相交流電圧に変換し、これを前記固定子コイル561に供給して、前記X線管560の陽極を所定の回転数で回転させる。

高電圧発生回路520は、インバータ回路521と、高電圧変圧器522と、高電圧整流器523とから構成され、インバータ回路521は前記機械的電力供給手段301a，301bから供給された直流電圧をインバータ回路521で高周波の交流に変換して、これを高電圧変圧器522で昇圧する。この昇圧した交流電圧を高電圧整流器523で直流の高電圧に変換しこれをコンデンサ524で平滑し、平滑した高電圧をX線管560に印加し、X線管560からX線を放射する。

フィラメント加熱回路530は、X線管の陽極と陰極間に電流(以下、この電流を管電流と呼ぶことにする)を流して所要のX線照射量を発生するためのX線管のフィラメントを加熱する回路で、前記平滑コンデンサ524から供給された直流電圧をインバータ回路531で所定周波数の単相交流電圧に変換し、この電圧を加熱トランス532を介してX線管560のフィラメントに印加して該フィラメントを所定の温度に加熱する。

X線検出部550は、上記X線管560から放射され被検体を透過した透過X線分布を検出する検出器551とこの検出器551からの検出信号を増幅するプリアンプ552から成る。
発光素子302aとスキャナ固定部に設けた光を電気信号に変換する受光素子302bとによる信号伝送手段は、機械的電力供給手段301a，301b，301cと同様、機械的摺接によるブラシとスリップリングを用いた手段でもよい。
画像処理部2は、前記X線検出部550からの出力信号を入力して処理し被検体の診断部位の断層像を再構成する画像処理装置201と、該画像処理装置201からの出力信号を入力して断層像を表示する画像表示装置202とからなる。

このように、スキャナ回転部5には、上記陽極回転駆動回路510と、高電圧発生回路520と、フィラメント加熱回路530と、X線管560と、X線検出部550とが搭載され、前記X線管560とX線検出部550とが被検体を挟んで対向し、被検体の周りを回転するようになっている。
スキャナ回転部5は、中心部に被検体挿入の開口部が形成された回転枠を有し、この回転枠の一側面に、上記陽極回転駆動回路510と、高電圧発生回路520と、フィラメント加熱回路530と、X線管560と、X線検出部550を搭載し、前記回転枠の胴部の周りには検出信号伝送用の発光素子302aを設け、この発光素子に対向してスキャナの固定枠に受光素子302bを設けて、これらによって被検体を透過したX線検出信号を画像処理部2に伝送する。

図4，図5に本発明の要部である電磁誘導発電手段40の第1の実施例を示す。図4はスキャナの被検体挿入用開口部51と固定枠11と回転枠52との位置関係を示す断面図、図5は図4の破線で囲んで示した電磁誘導発電手段40の部分を正面からみた図である。

まず、スキャナ回転枠52は、固定枠11の内側にて軸方向に所定距離だけ離して設けた軸受け12a，12bによって回転可能に取り付けられている。固定枠11の内側面の周上には、複数の磁性体401a，401b，401cが固定されており、異なる極性が並ぶよう配置されている。回転枠52の外周面には鉄心に巻線を施したインダクタ402が配置されている。インダクタ402の鉄心は、馬蹄形でその両端面が磁性体401a，401b，401cのそれぞれの磁極面と、所定距離だけ離して対向するよう配置される。上記のように電磁誘導発電手段40を構成することにより、スキャナが回転するとインダクタ402内部に磁束の変化が生じ、インダクタ402の巻線の両端に起電力が発生するインダクタ402の巻線は図1に示すコンバータ回路541に接続され、交流電圧を供給する。例として、0.6秒でスキャナが1回転し、開口径が800mmの円周上に配列された永久磁石のそれぞれの磁極が100mm間隔で配列しているとすると、インダクタ402に発生する磁束は0.048s周期で大きさが変化する。インダクタ402に発生する磁束は、永久磁石の磁束密度を1Tとし、インダクタ402の磁束が鎖交する面積を1000mm²、巻数を240とすると、発生する起電力は次式で求められる。
起電力＝−(巻数)・(磁束鎖交面積)・(磁束密度の変化の割合)
＝−240×1000×10^-6×(1/0.024)
＝−10 V

このようにして得られた交流電圧を変圧器541で所望の電圧に変換し、整流器542で直流電圧に変換し、平滑コンデンサ524を介し、電力を供給することができる。インダクタ402を複数配置して直列または並列接続してパワーを補ってもよい。

図6，図7に電磁誘導発電手段40の第2の実施例を示す。図6はスキャナの被検体挿入用開口部51と固定枠11と回転枠52との位置関係を示す断面図、図7は図6の破線で囲んで示した電磁誘導発電手段40の部分を上部からみた図である。

この実施例における電磁誘導発電手段40は、電磁誘導発電手段40第1の実施例と同じ原理に従うものであるが、スキャナ回転枠52は、固定枠11の内側にて軸方向に所定距離だけ離して設けた軸受け12a，12bによって回転可能に取り付けられている。固定枠11の側外面の周上には、複数の磁性体401a，401b，401cが固定されており、異なる極性が並ぶよう配置されている。回転枠52の側内面には鉄心に巻線を施したインダクタ402が配置されている。インダクタ402は、馬蹄形でその両端面が磁性体401a，401b，401cのそれぞれの磁極面と、所定距離だけ離して対向するよう配置される。上記のように電磁誘導発電手段40を構成することにより、スキャナが回転するとインダクタ402内部に磁束の変化が生じ、インダクタ402の巻線の両端に起電力が発生する。このようにして得られた交流電圧を変圧器541で所望の電圧に変換し、整流器542で直流電圧に変換し、平滑コンデンサ524を介し、電力を供給することができる。

この電磁誘導発電手段40第2の実施例では、電磁誘導発電手段40第1の実施例と比較して磁性体が回転軸のより外側に配置されるため、遠心力が大きくなり装置全体の構造を強固に設計する必要があるが、磁性体401a，401b，401cやインダクタ402の鉄心において、その外形を直線や平面で容易に形成できる。

図2を用いて、本発明に係るX線CT装置の第2の実施例の構造について説明する。X線CT装置の第1の実施例では、電磁誘導発電手段40と変圧器541と整流器542が平滑コンデンサ512を介して陽極駆動回路510と高電圧発生回路520とフィラメント加熱回路530に接続されていたのに対し、X線CT装置の第2の実施例では、電磁誘導発電手段40と変圧器541と整流器542が平滑コンデンサ512を介して陽極駆動回路510とフィラメント加熱回路530のみに接続されている。また、電源１は商用電源101にはコンバータ104があり、機械的電力供給手段301d，301eを介して、高電圧発生回路520とは別に陽極駆動回路510、フィラメント加熱回路530へ電力を供給する。

以下、X線CT装置の第1の実施例と異なる各部の構成と動作について説明する。電源1は商用電源101に接続されたコンバータ104を持ち直流電圧を生成し、その直流電圧を機械的電力供給手段301d，301eを介して、平滑コンデンサ512で平滑する。電磁誘導発電手段40はスキャナの回転で起電圧を発生させ、その交流電圧を変圧器541で所望の電圧に変換し、整流器542で整流する。整流された直流電圧は、機械的電力供給手段301d，301eで伝送される電圧より若干大きな電圧値となるようにし、整流器542から平滑コンデンサ512に電流が流れる。

陽極駆動回路510は、前記平滑コンデンサ512から供給された直流電圧をインバータ回路511で設定した周波数の三相交流電圧に変換し、これを前記固定子コイル561に供給して、前記X線管560の陽極を所定の回転数で回転させる。
フィラメント加熱回路530は、前記平滑コンデンサ512から供給された直流電圧をインバータ回路531で所定周波数の単相交流電圧に変換し、この電圧を加熱トランス532を介してX線管560のフィラメントに印加して該フィラメントを所定の温度に加熱する。

X線CT装置の第2の実施例では、電磁誘導発電手段40による起電力をX線CT装置の第1の実施例より小さくできるため、電磁誘導発電手段及40及び変圧器541、整流器542を小型化できる。

図3を用いて、発明に係わるX線CT装置の第3の実施例の構造について説明する。本実施例では、本X線CT装置の第1及び第2の実施例を組み合わせた形態となっており、電磁誘導発電手段41で二つの個別の起電力を生成し、ひとつの交流電圧は変圧器541aで所望の電圧に変換し、整流器542aで直流電圧に変換して、平滑コンデンサ524を介し、電力を供給することができる。電磁誘導発電手段41で生成されたもう一方の交流電圧は、変圧器541bで所望の電圧に変換し、整流器542bで直流電圧に変換して、平滑コンデンサ512を介し、電力を供給することができる。
このため本実施例における電磁誘導発電手段41は、第1，第2の実施例における電磁誘導発電手段40とは異なる形態を有する。以下、電磁誘導発電手段41の具体的な構造を図と共に説明する。

図8，図9に電磁誘導発電手段41の第1の実施例を示す。図8はスキャナの被検体挿入用開口部51と固定枠11と回転枠52との位置関係を示す断面図、図9は図8の破線で囲んで示した電磁誘導発電手段41の部分を正面からみて若干拡大した図である。まず、スキャナ回転枠52は、固定枠11の内側にて軸方向に所定距離だけ離して設けた軸受け12a，12bによって回転可能に取り付けられている。固定枠11の内側面の周上には、複数の磁性体401a，401b，401cが固定されており、異なる極性が並ぶよう配置されている。回転枠52の外周面には2つの鉄心に巻線を施したインダクタ402a，402bが配置されている。インダクタ402a，403bの鉄心は、馬蹄形でその両端面が磁性体401a，401b，401cのそれぞれの磁極面と、所定距離だけ離して対向するよう配置される。上記のように電磁誘導発電手段41を構成することにより、スキャナが回転するとインダクタ402a，402b内部に磁束の変化が生じ、インダクタ402a，402bのそれぞれ巻線の両端に起電力が発生する。このようにして得られた交流電圧を変圧器541で所望の電圧に変換し、整流器542で直流電圧に変換し、平滑コンデンサ512，524を介し、電力を供給することができる。

図10，図11に電磁誘導発電手段41の第2の実施例を示す。図10はスキャナの被検体挿入用開口部51と固定枠11と回転枠52との位置関係を示す断面図、図11は図10の破線で囲んで示した電磁誘導発電手段41の部分を正面からみて若干拡大した図である。この実施例における電磁誘導発電手段41は、第1の実施例と同じ原理に従うものであるが、スキャナ回転枠52は、固定枠11の内側にて軸方向に所定距離だけ離して設けた軸受け12a，12bによって回転可能に取り付けられている。固定枠11の側外面の周上には、複数の磁性体401a，401b，401cが固定されており、異なる極性が並ぶよう配置されている。回転枠52の側内面には鉄心に巻線を施したインダクタ402a，403bが配置されている。インダクタ402a，403bは、馬蹄形でその両端面が磁性体401a，401b，401cのそれぞれの磁極面と、所定距離だけ離して対向するよう配置される。上記のように電磁誘導発電手段41を構成することにより、スキャナが回転するとインダクタ402a，403b内部に磁束の変化が生じ、インダクタ402a，403bの巻線の両端に起電力が発生する。このようにして得られた交流電圧を変圧器541で所望の電圧に変換し、整流器542で直流電圧に変換し、平滑コンデンサ512、524を介し、電力を供給することができる。

この電磁誘導発電手段41第2の実施例では、電磁誘導発電手段41第1の実施例と比較して磁性体が回転軸のより外側に配置されるため、遠心力が大きくなり装置全体の構造を強固に設計する必要があるが、磁性体401a，401b，401cやインダクタ402a，403bの鉄心において、その外形を直線や平面で容易に形成できる。
実施例は、インダクタ402aとインダクタ402bを回転軸に対して対象に配置できるため、回転のバランスがよいという特有の効果がある。

以上、X線CT装置の第1，第2，第3の実施例を見てもわかるとおり、電磁誘導発電手段40，41と、平滑コンデンサ512，524、またX線を発生させるための回路、陽極駆動回路510、高電圧発生回路520、フィラメント加熱回路430の接続の組み合わせはさまざまな形態が検討できる。これらは、スキャナの外形寸法による電磁誘導発電手段40，41の規模、機械的電力供給手段301a〜301eの形態により適宜決定できる。

本発明に係るX線CT装置の第4の実施例の構造について説明する。本実施例は、基本的には本X線CT装置の第1，第2及び第3の実施例を一部変更した形態となっており、平滑コンデンサ512，524にはバッテリーの役割を持つ電気二重層コンデンサを用いる。図12に電気二重層コンデンサを用いた場合の平滑コンデンサ412及び524の置き換え回路を示す。機械的電力供給手段301a，301bまたは301d，301e及び、コンバータ回路511，541から供給される直流電圧は、電流制御器611とダイオード612の直列接続体を介し、電気二重層コンデンサ601に充電される。電流制御器611は、電気二重層コンデンサ601が規定電圧に達するまで電流を制御する。

この場合、機械的電力供給手段301a，301b，301d，301eは、従来のようなスリップリング方式である必要がない。スリップリング方式は、スキャナ静止時、回転時でも係わらず、常に電力を供給する方式であるが、本実施例ではスキャナ静止時のみ電気二重層コンデンサ601を充電する方式であればよい。スキャナ固定枠側、回転枠側それぞれに、ある特定の位置に電力供給手段を設ければよいことになる。スキャナ回転時には、電気二重層コンデンサ601に充電された電力に加え、電磁誘導発電手段40，41による電力でX線を発生させるよう動作する。

また更に、機械的電力供給手段301cで伝送する陽極回転駆動装置510と高電圧発生回路520とフィラメント加熱回路530を制御するそれぞれの制御回路への電源供給についても同様に、機械的電力供給手段301cを、前記同様スキャナ固定枠側、回転枠側それぞれのある特定の位置に設けた電力供給手段とし、その後段に図12に示した回路を設ける。また、制御回路への電源供給用に、電磁誘導発電手段40を図12に示した回路に接続するよう構成する。これにより、スキャナ回転時には完全な非接触状態でスキャナ回転枠に電力を供給することができる。
本実施例における電気二重層コンデンサ601は、これに限らず、高分子材料を用いた高分子キャパシタなど、バッテリーの役割を果たすエネルギー密度の高いキャパシタであればよい。

以上のように本実施例は、第1，第2及び第3の実施例と比較し、電力供給手段の磨耗や腐食を最も軽減できる形態といえる。

本発明に係るX線CT装置の第1の実施例。本発明に係るX線CT装置の第2の実施例。本発明に係るX線CT装置の第3の実施例。電磁誘導発電手段40の第1の実施例。電磁誘導発電手段40の第1の実施例を正面からみた図。電磁誘導発電手段40の第2の実施例。電磁誘導発電手段40の第2の実施例を上部からみた図。電磁誘導発電手段41の第1の実施例。電磁誘導発電手段41の第1の実施例を正面からみた図。電磁誘導発電手段41の第2の実施例。電磁誘導発電手段41の第2の実施例を正面からみた図。 X線CT装置の第4の実施例における電気二重層コンデンサ充電回路。

符号の説明

1 電源、2 画像処理部、5 スキャナ回転部、11 スキャナの固定枠、12a，12b 軸受け、40，41 電磁誘導発電手段、51 スキャナの被検体挿入用開口部、52 スキャナ回転枠、101 商用の交流電源、102，103，104，511，541 コンバータ回路、201 画像処理装置、202 画像表示装置、301a，301b，301c，301d，301e 機械的電力供給手段、302a 発光素子、302b 受光素子、401，401a，401b，401c 磁性体、402，402a，402b インダクタ、510 陽極駆動回路、511，521，531 インバータ回路、512，524 平滑コンデンサ、520 高電圧発生回路、522 高電圧変圧器、523 高電圧整流器、530 フィラメント加熱回路、532 加熱トランス、541 変圧器、542 整流器、550 X線検出部、551 検出器、552 プリアンプ、560 X線管、561 X線管の固定子コイル、601 電気二重層コンデンサ、611 電流制御器、612 ダイオード

Claims

Ｘ線を放射するＸ線管とこのＸ線管から放射されたＸ線が被検体を透過した透過Ｘ線量分布を検出すると共にこの検出信号を増幅するＸ線検出部を有し前記Ｘ線管とＸ線検出部とを対向させて被検体の周りに回転させるスキャナ回転部と、高電圧を発生する高電圧発生部と、この高電圧発生部からの高電圧を前記スキャナ回転部に供給する電力供給手段と、前記スキャナ回転部の回転で起電圧を発生させる電磁誘導発電手段と、を備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記電力供給手段と前記電磁誘導発電手段とからそれぞれ電力を供給されるコンデンサをさらに備え、
前記コンデンサに前記電磁誘導発電手段から印加される電圧値は前記電力供給手段から印加される電圧値よりも大きいことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項1に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記電磁誘導発電手段は、
固定枠の周上に配置された永久磁石と、
この永久磁石に対向して配置されると共に前記スキャナ回転部の回転枠に配置され前記Ｘ線管の入力側に接続された巻線と、を有し、
前記永久磁石と前記巻線は、前記スキャナ回転部の回転軸方向に対向して配置されることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記巻線は馬蹄形の鉄心に巻きつけられており、前記鉄心の両端面が前記永久磁石の磁極面と対向するように配置されることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
請求項１乃至３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記電磁誘導発電手段と前記コンデンサとの間に変圧器と整流器を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。